JP2016168162A - 超音波デバイスユニットおよびプローブ並びに電子機器および超音波診断装置 - Google Patents

Abstract

【課題】相互に相違する超音波周波数で画像化される第１対象物および第２対象物を含む画像の鮮明化に寄与する超音波デバイスユニットを提供する。【解決手段】超音波デバイス１７の素子アレイ３１は、平面視で第１領域３３にアレイ状に配置され、第１周波数に振動周波数を有する第１超音波トランスデューサー素子３５と、平面視で第１領域３３から相違する第２領域３４にアレイ状に配置され、第１周波数に振動周波数を有する第２超音波トランスデューサー素子３６と、第２領域３４で第２超音波トランスデューサー素子３６のアレイ内に混在して配置され、第１周波数から相違する第２周波数に振動周波数を有する第３超音波トランスデューサー素子３７とを備える。【選択図】図３

Description

本発明は、超音波デバイスユニット、それを利用するプローブ、電子機器および超音波診断装置等に関する。

例えば特許文献１は超音波内視鏡システムを開示する。超音波内視鏡システムは超音波デバイスを有する。超音波デバイスには、第１領域と、この第１領域から仕切られた第２領域とが区画される。第１領域では高周波数帯域に共振周波数を有する第１超音波セルのみでアレイが形成される。第２領域では低周波数帯域に共振周波数を有する第２超音波セルのみでアレイが形成される。

特開２０１３−９０７４６号公報

特許文献１では、生体内の器官は第１領域の超音波セルに基づき良好に超音波撮像される。穿刺針は、第２領域の超音波セルに基づき良好に超音波撮像されものの、第１領域の超音波セルでは良好に見分けられない。特に、目的の器官内で穿刺針の先端は良好に見分けられない。

本発明の少なくとも１つの態様によれば、相互に相違する超音波周波数で画像化される第１対象物および第２対象物を含む画像の鮮明化に寄与する超音波デバイスユニットは提供されることができる。

（１）本発明の一態様は、平面視で第１領域にアレイ状に配置され、第１周波数に振動周波数を有する第１超音波トランスデューサー素子と、前記平面視で前記第１領域から相違する第２領域にアレイ状に配置され、前記第１周波数に振動周波数を有する第２超音波トランスデューサー素子と、前記第２領域で前記第２超音波トランスデューサー素子のアレイ内に混在して配置され、前記第１周波数から相違する第２周波数に振動周波数を有する第３超音波トランスデューサー素子とを備える超音波デバイスユニットに関する。

超音波デバイスユニットを利用した画像形成では対象物ごとに適した超音波の周波数が存在する。適した周波数が設定されれば、対象物ごとに反射波の強度は高められる。本態様では、第１および第２超音波トランスデューサー素子は第１対象物の画像形成に適した受信信号を生成する。第３超音波トランスデューサー素子は第２対象物の画像形成に適した受信信号を生成する。第１領域では第１対象物に基づき強い受信信号が生成され、第２領域では第１対象物の受信強度は落ちるものの第１対象物と第２対象物との位置や形状の相対関係は特定される。相互に相違する超音波周波数で画像化される第１対象物および第２対象物を含む画像の鮮明化に寄与する。

（２）超音波デバイスユニットは、前記第２超音波トランスデューサー素子のアレイ内での前記第３超音波トランスデューサー素子の配置密度よりも低い配置密度で、前記第１超音波トランスデューサー素子のアレイ内に混在して配置され、前記第２周波数に振動周波数を有する第４超音波トランスデューサー素子をさらに備えてもよい。第１領域に第４超音波トランスデューサー素子が配置されることから、第１領域では第１対象物および第２対象物が抽出されることができる。こうして第１領域で第１対象物および第２対象物の位置や形状の相対関係は特定されることができる。しかも、第１領域では第２領域に比べて第１対象物の画像は鮮明化されることができる。したがって、第１領域の第１対象物の画像に基づき第２領域の第１対象物の画像は補正または強調されることができる。

（３）前記第１領域内で前記第４超音波トランスデューサー素子の配置密度は、前記第２領域に遠い位置よりも前記第２領域に近い位置で高いとよい。第２領域に遠い位置よりも第２領域に近い位置で第２対象物の画像は鮮明化される。第１領域であっても第２領域に近い位置では第１対象物および第２対象物の位置や形状の相対関係はより明確化されることができる。

（４）前記第２超音波トランスデューサー素子のピッチｄ１は第１周波数の波長λ１およびセクタースキャン角度θ１に対してｄ１＜λ１／（１＋ｓｉｎθ１）の関係を確立してもよい。こうしてセクタースキャンにあたってグレーティングローブの発生は回避される。

（５）前記第４超音波トランスデューサー素子のピッチｄ２は第２周波数の波長λ２およびセクタースキャン角度θ２に対してｄ２＜λ２／（１＋ｓｉｎθ２）の関係を確立してもよい。こうしてセクタースキャンにあたってグレーティングローブの発生は回避される。

（６）前記第２周波数は前記第１周波数よりも高ければよい。超音波デバイスユニットは針といった金属体の穿刺にあたって利用されることができる。一般に、金属体は血管といった器官に比べて低周波数に対して高い反射率を示す。第１領域で金属体は鮮明に画像化されることから、第１領域の金属体の画像に基づき第２領域で金属体の画像は補正または強調されることができる。

（７）超音波デバイスユニットでは前記第２周波数は前記第１周波数の整数倍であればよい。第２超音波トランスデューサー素子から第１周波数の超音波が送信されると、第２超音波トランスデューサー素子は第１周波数の超音波を受信する。第３超音波トランスデューサー素子は第１周波数の超音波の２次ハーモニック成分を受信する。こうして第３超音波トランスデューサー素子は高いＳ／Ｎ比で反射波を受信することができる。

（８）超音波デバイスユニットはプローブに組み込まれて利用されることができる。このとき、プローブは、超音波デバイスユニットと、前記超音波デバイスユニットを支持する筐体とを備えればよい。

（９）超音波デバイスユニットは電子機器に組み込まれて利用されることができる。このとき、超音波デバイスユニットと、前記超音波デバイスユニットに接続されて、前記第１、第２および第３超音波トランスデューサー素子の出力を処理する処理部とを備えればよい。

（１０）電子機器は、前記第２周波数に比べて前記第１周波数に対して強い反射率を有する対象物の像を特定する画像情報を記憶する記憶部をさらに備えてもよい。前述のように、第１領域では第１対象物に基づき強い受信信号が生成され、第２領域では第１対象物の受信強度は落ちる。第１対象物の画像情報が記憶されていれば、処理部は画像情報の像に基づき第１対象物の受信強度を補強することができる。補強された受信信号により第１対象物の像は補完される。こうして処理部は、第２領域に対応する範囲内で確実に第１対象物および第２対象物を見分けることができる出力信号を生成することができる。

（１１）超音波デバイスユニットは超音波診断装置に組み込まれて利用されることができる。このとき、超音波診断装置は、超音波デバイスユニットと、前記超音波デバイスユニットに接続されて、前記第１、第２および第３超音波トランスデューサー素子の出力を処理し、画像信号を生成する処理回路と、前記画像信号に基づき画像を表示する表示装置とを備えればよい。

（１２）超音波診断装置は、前記第２周波数に比べて前記第１周波数に対して強い反射率を有する対象物の像を特定する画像情報を記憶する記憶部をさらに備えてもよい。前述のように、第１領域では第１対象物に基づき強い受信信号が生成され、第２領域では第１対象物の受信強度は落ちる。第１対象物の画像情報が記憶されていれば、処理部は画像情報の像に基づき画像信号で第１対象物の像を補完することができる。こうして処理部は、第２領域に対応する範囲内で確実に第１対象物および第２対象物を見分けることができる画像信号を生成することができる。

超音波診断装置の構成を概略的に示す概略図である。 超音波プローブの表面を概略的に示す斜視図である。 第１実施形態に係る超音波デバイスの構成を概略的に示す拡大部分平面図である。 超音波デバイスの構造を詳細に示す部分平面図である。 図３のＡ−Ａ線に沿った部分断面図である。 超音波診断装置の回路構成を概略的に示すブロック図である。 穿刺される注射針および生体内の血管と第１領域および第２領域との関係を示す概念図である。 図７に対応し、血管に挿入される注射針と第１領域および第２領域との関係を示す概念図である。 図７および図８に対応し、注射針の像で補正または強調される第２領域の画像の概念を示す図である。 第２実施形態に係る超音波デバイスの構成を概略的に示す拡大部分平面図である。 第３実施形態に係る超音波デバイスの構成を概略的に示す拡大部分平面図である。 第４実施形態に係る超音波デバイスの構成を概略的に示す拡大部分平面図である。 第５実施形態に係る超音波デバイスの構成を概略的に示す拡大部分平面図である。 第１周波数の整数倍に設定される第２周波数の概念を示すグラフである。

以下、添付図面を参照しつつ本発明の一実施形態を説明する。なお、以下に説明する本実施形態は、特許請求の範囲に記載された本発明の内容を不当に限定するものではなく、本実施形態で説明される構成の全てが本発明の解決手段として必須であるとは限らない。

（１）超音波診断装置の全体構成
図１は本発明の一実施形態に係る電子機器の一具体例すなわち超音波診断装置（超音波画像装置）１１の構成を概略的に示す。超音波診断装置１１は装置本体１２と超音波プローブ（プローブ）１３とを備える。装置本体１２と超音波プローブ１３とはケーブル１４で相互に接続される。装置本体１２と超音波プローブ１３とはケーブル１４を通じて電気信号をやりとりする。

超音波プローブ１３は筐体１６を有する。筐体１６は表側体１７および裏側体１８を備える。表側体１７および裏側体１８は相互に結合される。表側体１７および裏側体１８の間で表側体１７の結合面と裏側体１８の結合面の間にはケーブル口１９が区画される。ケーブル口１９にケーブル１４は配置される。筐体１６には、後述されるように、超音波デバイスユニットが支持される。

超音波プローブ１３の筐体１６には穿刺マーク（マーキング）２１が配置される。穿刺マーク２１は例えば裏側体１８の表面に印刷される。穿刺マーク２１は基準直線ＢＬに沿って例えば注射針といった金属体の穿刺方向を表示する。穿刺マーク２１は穿刺の実行者に穿刺位置を誘導する。

装置本体１２には表示装置２３が接続される。表示装置２３にはディスプレイパネル２４が組み込まれる。ディスプレイパネル２４の画面に、後述されるように、超音波プローブ１３で検出された超音波に基づき画像が表示される。画像化された検出結果がディスプレイパネル２４の画面に表示される。

図２に示されるように、筐体１６の表側体１７には開口２５が形成される。開口２５は、筐体１６内に区画される収容空間に面する。収容空間内に超音波デバイスユニットＤＶは配置される。超音波デバイスユニットＤＶは超音波デバイス２６を備える。超音波デバイス２６は音響整合層２７を備える。音響整合層２７は例えばシリコーン樹脂から形成される。音響整合層２７は生体の音響インピーダンス１．５［ＭＲａｙｌ］に近い音響インピーダンス（例えば１．０〜１．５［ＭＲａｙｌ］を有する。超音波デバイス２６は表面から超音波を出力するとともに超音波の反射波を受信する。超音波診断装置１１や超音波プローブ１３は他の構造を有してもよい。

超音波プローブ１３は密着層２８を有する。密着層２８は表側体１７の表面に例えば積層される。密着層２８は例えば皮膚といった対象物に対して粘着力を発揮する。密着層２８の働きで超音波プローブ１３は対象物に貼り付けられることができる。こうして超音波プローブ１３が貼り付けられると、音響整合層２７は対象物に密着する。また、対象物に密着させる際に、音響整合層２７と対象物の間に超音波用のジェルや薄いゲルシートが挟まれてもよい。

（２）第１実施形態に係る超音波デバイスの構成
図３は第１実施形態に係る超音波デバイス２６の構成を概念的に示す。超音波デバイス２６は素子アレイ（変換素子群）３１を備える。素子アレイ３１はアレイ配置の超音波トランスデューサー素子（以下「変換素子」という）を含む。素子アレイ３１の領域は平面視で第１領域３３および第２領域３４に仕切られる。ここでは、素子アレイ３１の領域は第１領域３３および第２領域３４に二分される。ここでは、第１領域３３および第２領域３４は等分されている例を示すものの、分配比は異なっていてもよい。第１領域３３および第２領域３４の境界は平面視で基準直線ＢＬに直交する。穿刺マーク２１に近い側に第１領域３３は配置され、穿刺マーク２１から遠い側に第２領域３４は配置される。

第１領域３３には第１超音波トランスデューサー３５が平面視でアレイ状に配置される。図３では第１超音波トランスデューサー３５は四角いマスごとに表現される。後述されるように、１つの第１超音波トランスデューサー３５は１以上の第１超音波トランスデューサー素子（以下「第１変換素子」という）を含む。個々の第１変換素子は第１周波数の超音波を受信して電気信号に変換する。個々の第１変換素子は電気信号の供給に応じて第１周波数の超音波を発信することができる。

第２領域３４には第２超音波トランスデューサー３６および第３超音波トランスデューサー３７が平面視でアレイ状に配置される。第２領域３４では第２超音波トランスデューサー３６および第３超音波トランスデューサー３７が混在する。第２超音波トランスデューサー３６および第３超音波トランスデューサー３７は例えば決められた規則に従って配列されればよい。図示されるように、第２超音波トランスデューサー３６および第３超音波トランスデューサー３７は行方向および列方向に交互に配列されてもよい。

図３では第２超音波トランスデューサー３６および第３超音波トランスデューサー３７は四角いマスごとに表現される。１つの第２超音波トランスデューサー３６は１以上の第２超音波トランスデューサー素子（以下「第２変換素子」という）を含む。個々の第２変換素子は第１周波数の超音波を受信して電気信号に変換する。個々の第２変換素子は電気信号の供給に応じて第１周波数の超音波を発信することができる。同様に、１つの第３超音波トランスデューサー３７は１以上の第３超音波トランスデューサー素子（以下「第３変換素子」という）を含む。個々の第３変換素子は第２周波数の超音波を受信して電気信号に変換する。個々の第３変換素子は電気信号の供給に応じて第２周波数の超音波を発信することができる。第２周波数は第１周波数から相違する。ここでは、第２周波数は第１周波数の帯域よりも高い周波数帯域に設定される。

図４は超音波デバイス２６の構造をさらに詳細に示す。超音波デバイス２６は基体３８を備える。基体３８に第１変換素子３９が形成される。個々の第１変換素子３９は振動膜４１を備える。振動膜４１の詳細は後述される。図４では振動膜４１の膜面に直交する方向の平面視（基板の厚み方向の平面視）で振動膜４１の輪郭が点線で描かれる。振動膜４１上には圧電素子４２が形成される。圧電素子４２では、後述されるように、上電極４３および下電極４４の間に圧電体膜（図示されず）が挟まれる。これらは順番に重ねられる。超音波デバイス２６は１枚の超音波トランスデューサー素子チップとして構成される。

基体３８の表面には複数本の信号電極線４５が形成される。信号電極線４５は配列の列方向に相互に平行に延びる。第１超音波トランスデューサー３５ごとに信号電極線４５は１つに纏められる。信号電極線４５は個々の第１変換素子３９ごとに下電極４４を形成する。信号電極線４５には例えばチタン（Ｔｉ）、イリジウム（Ｉｒ）、白金（Ｐｔ）およびチタン（Ｔｉ）の積層膜が用いられることができる。ただし、信号電極線４５にはその他の導電材が利用されてもよい。

基体３８の表面には複数本の共通電極線４６が形成される。共通電極線４６は配列の行方向に相互に平行に延びる。全ての第１超音波トランスデューサー３５で共通電極線４６は１つに纏められることができる。共通電極線４６は個々の第１変換素子３９ごとに上電極４３を形成する。共通電極線４６は例えばイリジウム（Ｉｒ）で形成されることができる。ただし、共通電極線４６にはその他の導電材が利用されてもよい。

第１超音波トランスデューサー３５ごとに第１変換素子３９の通電は切り替えられる。１つの第１超音波トランスデューサー３５ごとに第１変換素子３９は同時に超音波を出力することから、第１超音波トランスデューサー３５ごとの個数は超音波の出力レベルに応じて決定されることができる。

振動膜４１上では共通電極線４６に並列に電極分離膜４７が配置される。電極分離膜４７は共通電極線４６の長手方向に帯状に延びる。電極分離膜４７は絶縁性および防湿性を有する。電極分離膜４７は例えばアルミナ（Ａｌ_２Ｏ_３）や酸化シリコン（ＳｉＯ_２）といった防湿性絶縁材から形成される。電極分離膜４７は個々の共通電極線４６を挟んで共通電極線４６の両側に分離して形成される。共通電極線４６は振動膜４１上で信号電極線４５に交差することから、電極分離膜４７は振動膜４１上で信号電極線４５上を横切る。

基体３８上で振動膜４１の領域外には絶縁膜４８が形成される。絶縁膜４８は信号電極線４５の長手方向に帯状に延びる。絶縁膜４８は振動膜４１の領域外のみで信号電極線４５に並列に配置される。絶縁膜４８は例えばアルミナや酸化シリコンといった防湿性の絶縁材から形成される。絶縁膜４８は共通電極線４６上を横切る。絶縁膜４８は電極分離膜４７に連続する。

図５に示されるように、基体３８は基板５１および可撓膜５２を備える。基板５１の表面に可撓膜５２が一面に形成される。基板５１には個々の第１変換素子３９ごとに開口５３が形成される。開口５３は基板５１に対してアレイ状に配置される。隣接する２つの開口５３の間には仕切り壁５４が区画される。隣接する開口５３は仕切り壁５４で仕切られる。

可撓膜５２は、基板５１の表面に積層される酸化シリコン（ＳｉＯ_２）層５５と、酸化シリコン層５５の表面に積層される酸化ジルコニウム（ＺｒＯ_２）層５６とで構成される。可撓膜５２は開口５３に接する。こうして開口５３の輪郭に対応して可撓膜５２の一部が振動膜４１を形成する。

振動膜４１の表面に信号電極線４５、圧電体膜５８および共通電極線４６が順番に積層される。圧電体膜５８は例えばジルコン酸チタン酸鉛（ＰＺＴ）で形成されることができる。圧電体膜５８にはその他の圧電材料が用いられてもよい。ここでは、共通電極線４６の下で圧電体膜５８は完全に信号電極線４５の表面を覆う。こうして圧電体膜５８の働きで信号電極線４５と共通電極線４６との間で短絡は回避されることができる。圧電体膜５８の表面は電極分離膜４７で覆われる。

超音波デバイス２６では第１変換素子３９と同様に第２変換素子および第３変換素子が形成される。第２変換素子および第３変換素子は第１変換素子３９と同様な構造を有することから、詳細は割愛される。第１変換素子３９、第２変換素子および第３変換素子に共通に基板５１および可撓膜５２は形成されればよい。第１変換素子３９、第２変換素子および第３変換素子で共通電極線４６は相互に連結されてもよい。ここで、第１変換素子３９および第２変換素子の振動膜４１は第１周波数に振動周波数を有する。こうした振動周波数の設定にあたって例えば振動膜４１の素子形状や大きさが調整される。同様に、第３変換素子の振動膜は第２周波数に振動周波数を有する。第２周波数は第１周波数の帯域よりも高い周波数帯域に設定されることから、第３変換素子の振動膜は第１変換素子および第２変換素子の振動膜４１に比べて小さい。音響整合層２７は素子アレイ３１を覆う。音響整合層２７は基体３８の表面に積層される。

基体３８の裏面にはバッキング材としての補強板５９が結合される。補強板５９は平板形状に形成される。補強板５９の表面に基体３８の裏面が重ねられる。補強板５９の表面は基体３８の裏面に接合される。こうした接合にあたって補強板５９は基体３８に接着剤で接着されてもよい。補強板５９は基体３８の剛性を補強する。補強板５９は例えばリジッドな基材を備えることができる。そうした基材は例えば４２アロイ（鉄ニッケル合金）といった金属材料から形成されればよい。

（３）超音波診断装置の回路構成
図６に示されるように、超音波デバイス２６には制御装置６１が接続される。制御装置６１は例えば装置本体１２に組み込まれる。制御装置６１にはディスプレイパネル２４が接続される。ディスプレイパネル２４には制御装置６１から映像信号が供給される。供給される映像信号に基づきディスプレイパネル２４の画面には超音波画像やその他の情報が表示される。

制御装置６１は低周波信号処理部６２および高周波信号処理部６３と備える。低周波信号処理部６２は超音波デバイス２６の第１超音波トランスデューサー３５および第２超音波トランスデューサー３６に接続される。低周波信号処理部６２は第１変換素子および第２変換素子の受信信号に基づき描画データを生成する。高周波信号処理部６３は超音波デバイス２６の第３超音波トランスデューサー３７に接続される。高周波信号処理部６３は第３変換素子の受信信号に基づき描画データを生成する。低周波信号処理部６２の動作と高周波信号処理部６３の動作とは等間隔で交互に実施されればよい。

制御装置６１は画像合成部６４を備える。画像合成部６４は低周波信号処理部６２および高周波信号処理部６３に共通に接続される。画像合成部６４には低周波信号処理部６２および高周波信号処理部６３からそれぞれ画像データが供給される。画像合成部６４は供給される画像データに基づき画像信号を生成する。画像合成部６４には表示装置２３が接続される。画像信号は表示装置２３に送り込まれる。その結果、ディスプレイパネル２４には画像が映し出される。

制御装置６１は入力部６５を備える。入力部６５は画像合成部６４に接続される。入力部６５には入力機器６６が接続される。入力部６５には、入力機器６６の操作に応じて特定の対象物の画像情報が入力されることができる。対象物は例えば第２周波数の超音波に比べて第１周波数の超音波に対して強い反射率を有する。ここでは、対象物に注射針その他の医療器具が含まれる。画像情報は三次元座標系内で対象物の像を特定すればよい。入力機器６６にはカメラやスキャナー、三次元測定器、その他の機器が用いられればよい。画像情報は例えば記憶部６７に保存されればよい。

低周波信号処理部６２は送受切り替えスイッチ７１を備える。送受切り替えスイッチ７１は第１変換素子および第２変換素子の信号電極線４５に接続される。送受切り替えスイッチ７１には送信フォーカス制御部７２および受信フォーカス制御部７３が接続される。超音波の送信時には送受切り替えスイッチ７１は信号電極線４５に送信フォーカス制御部７２を接続する。このとき、受信フォーカス制御部７３は送信フォーカス制御部７２および信号電極線４５から切断される。超音波の受信時には送受切り替えスイッチ７１は信号電極線４５に受信フォーカス制御部７３を接続する。このとき、送信フォーカス制御部７２は受信フォーカス制御部７３および信号電極線４５から切断される。また、送受切り替えスイッチ７１は例えば送信時に受信フォーカス制御部７３に所定の電圧以上の信号が入らないようにクランプする機能を備えていてもよい。

送信フォーカス制御部７２は送受切り替えスイッチ７１経由で送信時に第１変換素子および第２変換素子に向けて送信信号を出力する。送信フォーカス制御部７２は例えばパルス発生器と遅延回路とを備えることができる。パルス発生器はパルス電圧を出力する。パルス電圧は第１変換素子および第２変換素子の圧電体膜５８に印加される。パルス電圧の供給に応じて振動膜４１は超音波振動する。こうして第１変換素子および第２変換素子から超音波は発信される。遅延回路は信号電極線４５ごとに電圧の印加に時間差を与えることができる。印加の時間差は第１超音波トランスデューサー３５および第２超音波トランスデューサー３６から出力される超音波の伝搬方向を決定する。遅延時間を変化させることで平面波の送信方向は制御されることができる。

受信フォーカス制御部７３は第１変換素子および第２変換素子の受信信号を受信する。計測対象から反射した超音波は第１変換素子および第２変換素子の振動膜４１を超音波振動させる。超音波振動に応じて圧電体膜５８から受信信号が出力される。受信信号は受信フォーカス制御部７３で信号処理される。受信フォーカス制御部７３は開口合成や適応ビームフォーミングに従って特定の対象物にフォーカスされた高解像度の画像信号を生成する。適応ビームフォーミングの処理にあたって例えばＭＶ法やＤＣＭＰ法、ＭＵＳＩＣといった共分散行列を用いた処理が用いられることができる。

低周波信号処理部６２は画像構成部７４を備える。画像構成部７４は受信フォーカス制御部７３に接続される。画像構成部７４には受信フォーカス制御部７３から画像信号が供給される。画像構成部７４は供給された画像信号に基づき画像データを生成する。

低周波信号処理部６２は遅延量指示部７５を備える。遅延量指示部７５は送信フォーカス制御部７２および受信フォーカス制御部７３に接続される。遅延量指示部７５は、送信フォーカス制御部７２の遅延処理や受信フォーカス制御部７３の信号処理にあたって遅延量を指定する。遅延量は予め例えば遅延メモリー７６に保持されればよい。

高周波信号処理部６３は低周波信号処理部６２と同様に構成される。高周波信号処理部６３は、同様に、送受切り替えスイッチ７１、送信フォーカス制御部７２、受信フォーカス制御部７３、画像構成部７４、遅延量指示部７５および遅延メモリー７６を有する。

（４）超音波診断装置の動作
次に超音波診断装置１１の動作を説明する。図７に示されるように、例えば血液の採取にあたって腕の血管ＶＳに注射針７８を穿刺する場面を想定する。知られるように、注射針７８といった金属体は２〜３［ＭＨｚ］の低周波数帯域の超音波に強い反射率を示す。その一方で、血管ＶＳといった生体内の器官からの反射波は５［ＭＨｚ］以上の高周波数帯域の周波数成分を多く含む。ここでは、第１変換素子および第２変換素子の共振周波数に２．５［ＭＨｚ］の振動周波数（＝第１周波数）を設定し、第３変換素子の共振周波数に７．５［ＭＨｚ］の振動周波数（＝第２周波数）を設定する。こうして第１周波数および第２周波数には対象物ごとに適した超音波の周波数が設定される。

穿刺の実行者は被採取者の腕に超音波プローブ１３を貼り付ける。音響整合層２７は腕の表面に密着する。こうした密着の確保にあたって腕の表面と音響整合層２７との間には水やジェルなどの音響結合材が挟まれてもよい。このとき、予想される血管ＶＳの位置と超音波プローブ１３の基準直線ＢＬとは平面視（腕の表面に直交する方向に視線）で重ねられる。その結果、穿刺マーク２１に従って注射針７８が穿刺されていくと、直線的な注射針７８は基準直線ＢＬ上で進んでいくことができる。

注射針（穿刺針）７８は第１領域３３からの超音波に曝される。第１領域３３では第１変換素子から第１周波数の超音波が発信される。第１変換素子は注射針７８の画像に適した超音波を形成する。第１領域３３では注射針７８に基づき強い受信信号が生成される。低周波信号処理部６２では鮮明に注射針７８を画像化する画像データが生成される。特に、注射針７８の先端は明瞭に特定される。

その一方で、注射針７８の進行方向で生体内の血管ＶＳは第２領域３４からの超音波に曝される。第２領域３４では、第２変換素子から第１周波数の超音波が発信され、第３変換素子から第２周波数の超音波が発信される。第２領域３４では第３変換素子の働きで生体内の血管ＶＳに基づき比較的に良好な受信信号が生成される。第２領域３４には未だ注射針７８が到達していないことから、第２変換素子から強い受信信号は出力されない。高周波信号処理部６３では鮮明に血管ＶＳを画像化する画像データが生成される。

画像合成部６４は低周波信号処理部６２からの画像データおよび高周波信号処理部６３からの画像データを合成する。超音波画像領域の半分には低周波信号処理部６２の画像データに基づき鮮明な注射針７８が映し出される。超音波画像領域の他の半分には高周波信号処理部６３の画像データに基づき良好な血管ＶＳの画像が映し出される。こうして注射針７８および血管ＶＳは鮮明に画像化される。穿刺の実行者は注射針７８の動きを観察しながら血管ＶＳに向かって注射針７８を穿刺していくことができる。

図８に示されるように、注射針７８が第２領域３４からの超音波に曝されると、それまでと同様に第３変換素子の働きで血管ＶＳに基づき比較的に強めの受信信号が生成されると同時に、第２変換素子の働きで注射針７８に基づき比較的に強めの受信信号が生成される。高周波信号処理部６３で良好に血管ＶＳを画像化する画像データが生成され、低周波信号処理部６２では良好に注射針７８を画像化する画像データが生成される。第２領域３４では、第１領域３３の第１変換素子の密度に比べて第２変換素子の密度は減少することから、注射針７８に対して受信強度は低下するものの、注射針７８の画像は特定される。したがって、血管ＶＳと注射針７８との位置や形状の相対関係は特定される。特に、注射針７８の先端は血管ＶＳに対して明確化されることから、穿刺の実行者は容易く血管ＶＳに対して注射針７８を挿入することができる。こうして本実施形態に係る超音波デバイスユニットＤＶは相互に相違する超音波周波数で画像化される注射針７８および血管ＶＳを含む画像の鮮明化に寄与する。

図９に示されるように、画像合成部６４は第１領域３３の受信信号および注射針７８の画像情報に基づき第２領域３４の受信信号を補強してもよい。画像合成部６４は受信信号の補強にあたって例えば記憶部６７から注射針７８の画像情報を取得する。画像情報で例えば注射針７８の三次元像は特定される。画像合成部６４は、第１超音波トランスデューサー３５および第２超音波トランスデューサー３６の受信信号に基づき生成された注射針７８の画像に画像情報の像７９を重ね合わせる。前述のように、第２領域３４では第１超音波トランスデューサー３５の受信信号に比べて注射針７８の受信強度は落ちるもの、画像合成部６４は画像情報の像７９に基づき注射針７８の受信強度を補強することができる。こうして受信信号で注射針７８の像は補完される。画像合成部６４は、第２領域３４に対応する範囲内で確実に注射針７８および血管ＶＳを見分けることができる出力信号を生成することができる。

（５）第２実施形態に係る超音波デバイスの構成
図１０は第２実施形態に係る超音波デバイス２６ａの構成を概念的に示す。超音波デバイス２６ａでは第１領域３３内に第１超音波トランスデューサー３５に混在して第４超音波トランスデューサー８１が配置される。前述と同様に、１つの第４超音波トランスデューサー８１は１以上の第４超音波トランスデューサー素子（以下「第４変換素子」という）を含む。個々の第４変換素子は第２周波数の超音波を受信して電気信号に変換する。個々の第４変換素子は電気信号の供給に応じて第２周波数の超音波を発信することができる。このとき、第１領域３３内の第４超音波トランスデューサー８１の配置密度は第２領域３４内の第３超音波トランスデューサー３７の配置密度よりも低い。その他の構造は前述の第１実施形態のそれと同様である。

超音波デバイス２６ａでは第１領域３３に第４超音波トランスデューサー８１の第４変換素子が配置されることから、第１領域３３では注射針７８に加えて生体内の血管ＶＳが抽出されることができる。第１領域３３で注射針７８および血管ＶＳの位置や形状の相対関係は特定されることができる。しかも、第１領域３３では第２領域３４に比べて確実に注射針７８の画像は鮮明化されることができる。したがって、第１領域３３の注射針７８の画像に基づき第２領域３４の注射針７８の画像は補正または強調されることができる。

（６）第３実施形態に係る超音波デバイスの構成
図１１は第３実施形態に係る超音波デバイス２６ｂの構成を概念的に示す。超音波デバイス２６ｂでは第１領域３３の第１超音波トランスデューサー３５の配置ピッチＰｆ、ＰｆＬ、ＰｆＳに比べて第２領域３４内で第２超音波トランスデューサー３６および第３超音波トランスデューサー３７の配置ピッチＰｓ、ＰｓＬ、ＰｓＳは縮小される。図１１（ａ）では基準直線ＢＬに直交する方向に配置ピッチＰｓは縮小される。こうすることで基準直線ＢＬに直交する方向に画像の解像度は高められる。注射針７８の先端は鮮明化される。さらに図１１（ｂ）では基準直線ＢＬに直交する方向に配置ピッチＰｓＬが縮小されるだけでなく基準直線ＢＬに平行に配置ピッチＰｓＳが縮小される。その他の構造は前述の第１実施形態のそれと同様である。

（７）第４実施形態に係る超音波デバイスの構成
図１２は第４実施形態に係る超音波デバイス２６ｃの構成を概念的に示す。超音波デバイス２６ｃでは第１領域３３内で第４超音波トランスデューサー８１の配置密度は第２領域３４に遠い位置よりも第２領域３４に近い位置で高い。図１２（ａ）では第１領域３３内の第１超音波トランスデューサー３５および第４超音波トランスデューサー８１の配置ピッチと第２領域３４内の第２超音波トランスデューサー３６および第３超音波トランスデューサー３７の配置ピッチとは等しい。こうすることで第２領域３４に遠い位置よりも第２領域３４に近い位置で血管ＶＳの画像は鮮明化される。第１領域３３であっても第２領域３４に近い位置では注射針７８および血管ＶＳの位置や形状の相対関係はより明確化されることができる。図１２（ｂ）では、図１１（ａ）に記載の実施形態と同様に、基準直線ＢＬに直交する方向に配置ピッチは縮小される。図１２（ｃ）では、図１１（ｂ）に記載の実施形態と同様に、基準直線ＢＬに直交する方向に配置ピッチが縮小されるだけでなく基準直線ＢＬに平行に配置ピッチが縮小される。その他の構造は前述の第１〜第３実施形態のそれと同様である。

（８）第５実施形態に係る超音波デバイスの構成
図１３は第５実施形態に係る超音波デバイス２６ｄの構成を概念的に示す。超音波デバイス２６ｄでは第２超音波トランスデューサー３６のピッチｄ１は第１周波数の波長λ１およびセクタースキャン角度θ１に対してｄ１＜λ１／（１＋ｓｉｎθ１）の関係を確立する。こうすることで第２領域３４ではセクタースキャンにあたってグレーティングローブの発生は回避される。同様に、第４超音波トランスデューサー８１のピッチｄ２は第２周波数の波長λ２およびセクタースキャン角度θ２に対してｄ２＜λ２／（１＋ｓｉｎθ２）の関係を確立する。こうすることで第１領域３３ではセクタースキャンにあたってグレーティングローブの発生は回避される。

（９）第６実施形態に係る超音波デバイスの構成
図１４に示されるように、第３超音波トランスデューサー３７（および第４超音波トランスデューサー８１）の振動周波数（＝第２周波数）は第１超音波トランスデューサー３５および第２超音波トランスデューサー３６の振動周波数（＝第１周波数）の整数倍に設定される。ここでは、第１周波数は２．５［ＭＨｚ］に設定され第２周波数は５．０［ＭＨｚ］に設定される。第２超音波トランスデューサー３６から第１周波数の超音波が送信されると、第２超音波トランスデューサー３６は第１周波数の超音波を受信する。第３超音波トランスデューサー３７は第１周波数の超音波の２次ハーモニック成分を受信する。第３超音波トランスデューサー３７は高いＳ／Ｎ比で反射波を受信することができる。同様に、第１超音波トランスデューサー３５から第１周波数の超音波が送信されると、第１超音波トランスデューサー３５は第１周波数の超音波を受信する。第４超音波トランスデューサー８１は第１周波数の超音波の２次ハーモニック成分を受信する。第４超音波トランスデューサー８１は高いＳ／Ｎ比で反射波を受信することができる。

なお、上記のように本実施形態について詳細に説明したが、本発明の新規事項および効果から実体的に逸脱しない多くの変形が可能であることは当業者には容易に理解できるであろう。したがって、このような変形例はすべて本発明の範囲に含まれる。例えば、明細書または図面において、少なくとも一度、より広義または同義な異なる用語とともに記載された用語は、明細書または図面のいかなる箇所においても、その異なる用語に置き換えられることができる。また、超音波診断装置１１や超音波プローブ１３、素子アレイ３１、変換素子、注射針７８等の構成および動作も本実施形態で説明したものに限定されず、種々の変形が可能である。

１１ 電子機器としての超音波画像装置（超音波診断装置）、１３ プローブ（超音波プローブ）、２３ 表示装置、３３ 第１領域、３４ 第２領域、３５ 第１超音波トランスデューサー素子（第１超音波トランスデューサー）、３６ 第２超音波トランスデューサー素子（第２超音波トランスデューサー）、３７ 第３超音波トランスデューサー素子（第３超音波トランスデューサー）、６１ 処理回路（制御装置）、８１ 第４超音波トランスデューサー素子（第４超音波トランスデューサー）、ＤＶ 超音波デバイスユニット。

Claims (12)

1. 平面視で第１領域にアレイ状に配置され、第１周波数に振動周波数を有する第１超音波トランスデューサー素子と、
   前記平面視で前記第１領域から相違する第２領域にアレイ状に配置され、前記第１周波数に振動周波数を有する第２超音波トランスデューサー素子と、
   前記第２領域で前記第２超音波トランスデューサー素子のアレイ内に混在して配置され、前記第１周波数から相違する第２周波数に振動周波数を有する第３超音波トランスデューサー素子と、
   を備えることを特徴とする超音波デバイスユニット。
2. 請求項１に記載の超音波デバイスユニットにおいて、前記第２超音波トランスデューサー素子のアレイ内での前記第３超音波トランスデューサー素子の配置密度よりも低い配置密度で、前記第１超音波トランスデューサー素子のアレイ内に混在して配置され、前記第２周波数に振動周波数を有する第４超音波トランスデューサー素子をさらに備えることを特徴とする超音波デバイスユニット。
3. 請求項２に記載の超音波デバイスユニットにおいて、前記第１領域内で前記第４超音波トランスデューサー素子の配置密度は前記第２領域に遠い位置よりも前記第２領域に近い位置で高いことを特徴とする超音波デバイスユニット。
4. 請求項１〜３のいずれか１項に記載の超音波デバイスユニットにおいて、前記第２超音波トランスデューサー素子のピッチｄ１は第１周波数の波長λ１およびセクタースキャン角度θ１に対してｄ１＜λ１／（１＋ｓｉｎθ１）の関係を確立することを特徴とする超音波デバイスユニット。
5. 請求項１〜４のいずれか１項に記載の超音波デバイスユニットにおいて、前記第４超音波トランスデューサー素子のピッチｄ２は第２周波数の波長λ２およびセクタースキャン角度θ２に対してｄ２＜λ２／（１＋ｓｉｎθ２）の関係を確立することを特徴とする超音波デバイスユニット。
6. 請求項１〜５のいずれか１項に記載の超音波デバイスユニットにおいて、前記第２周波数は前記第１周波数よりも高いことを特徴とする超音波デバイスユニット。
7. 請求項６に記載の超音波デバイスユニットにおいて、前記第２周波数は前記第１周波数の整数倍であることを特徴とする超音波デバイスユニット。
8. 請求項１〜７のいずれか１項に記載の超音波デバイスユニットと、前記超音波デバイスユニットを支持する筐体とを備えることを特徴とするプローブ。
9. 請求項１〜７のいずれか１項に記載の超音波デバイスユニットと、前記超音波デバイスユニットに接続されて、前記第１、第２および第３超音波トランスデューサー素子の出力を処理する処理部とを備えることを特徴とする電子機器。
10. 請求項９に記載の電子機器において、前記第２周波数に比べて前記第１周波数に対して強い反射率を有する対象物の像を特定する画像情報を記憶する記憶部をさらに備えることを特徴とする電子機器。
11. 請求項１〜７のいずれか１項に記載の超音波デバイスユニットと、前記超音波デバイスユニットに接続されて、前記第１、第２および第３超音波トランスデューサー素子の出力を処理し、画像信号を生成する処理回路と、前記画像信号に基づき画像を表示する表示装置とを備えることを特徴とする超音波診断装置。
12. 請求項１１に記載の超音波診断装置において、前記第２周波数に比べて前記第１周波数に対して強い反射率を有する対象物の像を特定する画像情報を記憶する記憶部をさらに備えることを特徴とする超音波診断装置。

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